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Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Darstellung der Kornea - Dokument DE69519355T2
 
PatentDe  


Dokumentenidentifikation DE69519355T2 23.05.2001
EP-Veröffentlichungsnummer 0705562
Titel Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Darstellung der Kornea
Anmelder Carl Zeiss, 89518 Heidenheim, DE;
Carl Zeiss-Stiftung Handelnd als Carl Zeiss, 89518 Heidenheim, DE
Erfinder Wei, Jay, Fremont, California 94539, US;
Hellmuth, Dr., Thomas, D-73431 Aalen, DE
DE-Aktenzeichen 69519355
Vertragsstaaten DE, ES, FR, GB, IT
Sprache des Dokument EN
EP-Anmeldetag 16.09.1995
EP-Aktenzeichen 951146000
EP-Offenlegungsdatum 10.04.1996
EP date of grant 08.11.2000
Veröffentlichungstag im Patentblatt 23.05.2001
IPC-Hauptklasse A61B 3/107

Beschreibung[de]
Erfindungsgebiet

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Kornea- Abbildungsgerät und insbesondere ein optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea.

Allgemeiner Stand der Technik

Die refraktive Chirurgie ist bekannterweise eine chirurgische Behandlungsmethode, deren Hauptziel die Korrektur einer Fehlsichtigkeit ist, indem in eine Kornea Schnitte gemacht werden, um ihre Brechkraft zu ändern, Die chirurgische Handhabung der Form der Kornea erfordert ein akkurates und präzises Verfahren zum Messen der Krümmung der vorderen Kornea von der Spitze bis zum Rand. Die Krümmung der Mitte der Kornea wird gegenwärtig üblicherweise unter Verwendung eines Keratometers gemessen, und für präzisere Messungen der Topographie der Kornea ist es üblich, Photokeratoskopie oder Videokeratoskopie einzusetzen.

Geräte zur Messung der Topographie der Kornea sind gegenwärtig meistens Videokeratoskope auf der Grundlage von Placido-Scheiben. Bei einem derartigen Gerät ist eine Reihe von konzentrischen Ringen so auf einem kegelförmigen Gehäuse konfiguriert, daß ein von der Kornea reflektiertes Bild im Raum im wesentlichen plan ist. Die Konfiguration der Ringe wird dann analysiert, um die Topographie der Kornea zu bestimmen. Ein Gerät dieser Art nach dem Stand der Technik ist in einem Artikel mit dem Titel "New Equipment and Methods for Determining The Contour of the Human Cornea" von M. G. Townsley, Contacto, 11(4), 1967, S. 72-81, beschrieben worden. Derartige Videokeratoskope weisen die folgenden Nachteile auf: (a) wegen des geringen Radius der Kornea (~8 mm) kann auf der Kornea eine begrenzte Anzahl von Ringen aufgelöst werden (normalerweise ist die Kontur, die gemessen werden kann, auf eine Fläche beschränkt, die auf der Kornea im Bereich von 0,8 bis 11 mm Durchmesser liegt); (b) zwischen den Ringen können keine Informationen erhalten werden; und (c) ist wegen der Verwendung von Ringen eine Inline-Messung sehr schwierig, wenn sie in Verbindung mit einem ophthalmologischen chirurgischen Mikroskop verwendet wird. Ein Artikel mit dem Titel "Accuracy and Precision of Keratometry, Photokeratoscopy and Corneal Modeling an Calibrated Steel, Balls" von S. B. Hannush, S. L. Crawford, G. O. Waring III, M. C. Gemmill, M. L. Lynn und A. Nizam in Arch. Ophthalmol., Band 107, August 1989, S. 1235-1239, liefert einen Vergleich dieser Methoden und Geräte nach dem Stand der Technik.

In jüngerer Zeit ist von PAR Microsystem Co. ein weiteres Gerät zur Messung der Topographie der Kornea entwickelt worden. Bei dem Gerät wird Rasterphotogrammetrie verwendet, um die Topographie einer Kornea zu messen. Bei diesem Gerät wird ein Gittermuster auf die Kornea projiziert. Das Gittermuster wird dann unter einem versetzten Winkel betrachtet und abgebildet. Schließlich werden die Korneahöhe an jedem der diskreten Punkte in dem Gittermuster unter Verwendung des Bilds des projizierten Gittermusters und von seine Geometrie betreffenden Informationen berechnet. Dieses Gerät wird in einem Artikel mit dem Titel "Intraoperative raster photogrammetry - the PAR Corneal Topography System" von M. W. Berlin, J. Cataract Refract Surf, Band 19, Anhang, 1993, S. 188-I92, beschrieben. Bei diesem Gerät sind Messungen der Topographie der Kornea mit Einbußen behaftet, da durch die Bildoptik nur eine begrenzte Anzahl von Punkten in dem Bild des projizierten Gittermusters aufgelöst werden kann.

Wie weiter bekannt ist, liefert in einigen Fällen die Topographie der vorderen Kornea selbst nicht ausreichend Informationen zur Verwendung in einem Behandlungsverfahren der refraktiven Chirurgie, da die hintere Fläche der Kornea mit ungefähr -14% zu der gesamten Brechkraft der Kornea beiträgt. Aus diesem Grund wird es sogar noch wichtiger, ein Gerät zur Messung der Topographie der Kornea zu erhalten.

Ophthalmische Meßgeräte auf der Grundlage der optischen Kohärenztomographie ("OCT") gemäß dem Oberbegriff der Ansprüche 1 und 5 sind in WO 92/19930 und in dem in Optical Letters, Band 18, Nr. 21, S. 1864-1865 (1993) veröffentlichten Artikel offenbart. Ein derartiges Tomographie-OCT-Gerät verwendet eine Lichtquelle mit kurzer Kohärenz für Entfernungsmessungen, auf der Basis des Prinzips der Weißlichtinterferometrie.

Außerdem ist in jüngerer Zeit OCT zur Verwendung in verschiedenen Anwendungen der Augenheilkunde vorgeschlagen worden. Derartige Vorschläge sind beispielsweise in einem Vorabdruck eines zur Veröffentlichung unterbreiteten Artikels mit dem Titel: "Micron- Resolution Imaging of the Anterior Eye in Vivo with Optical Coherence Tomography" von J. A. Izatt, M. R. Hee, E. A. Swanson, C. P. Lin, D. Huang, J. S. Schuman, C. A. Puliafito und J. G. Fujimoto, veröffentlicht im Dezember 1994 in Archives of Ophthalmology, Band 112, Nr. 2, S. 1584-1594 (1994) unterbreitet worden.

Der Vorabdruck offenbart ein OCT-Gerät, das Lichtwellenleitertechnologie und eine Superlumineszenzlaserdiodenquelle verwendet, wobei das OCT-Gerät mit einem Schlitzlampen-Biomikroskop zur Abbildung intraokularer Strukturen mit einer räumlichen Auflösung von 10-20 um gekoppelt ist. Der Vorabdruck offenbart die Verwendung des OCT-Geräts, um direkte Messungen mit einer Auflösung im Mikrometerbereich zu liefern: (a) von Okularprofildimensionen, der Lichtstreuung und der Struktur in der Kornea; (b) des vorderen Winkelgebiets; (c) der Iris; und (d) der Linse. Der Vorabdruck offenbart weiterhin die Verwendung des OCT-Geräts, um folgendes zu messen: (a) die Tiefe der vorderen Augenkammer, die als eine Entfernung entlang der Sehachse von der Fläche der hinteren Kornea zu der vorderen Kapsel der Linse definiert ist; (b) den Krümmungsradius der hinteren und vorderen Fläche der Kornea; (c) die Brechkraft der Kornea; und (d) die Korneaabmessungen, wie beispielsweise die Dicke. Der Vorabdruck offenbart noch weiter, daß das OCT-Gerät bei Verwendung einer preiswerten Diodenlaserquelle und einer faseroptischen Implementierung mit existierenden Instrumenten der Augenheilkunde kompatibel ist. Der Vorabdruck unterbreitet schließlich die folgenden Vorschläge für mögliche klinische Anwendungen von OCT: (a) Liefern von Querschnittsbildern der ganzen vorderen Augenkammer zur Verwendung bei der Aufklärung von Erkrankungen der Kornea, des vorderen Winkelbereichs und der Iris und zur Verwendung beim Identifizieren und Überwachen von intraokularen Massen oder Tumoren; (b) Messen der Tiefe der vorderen Augenkammer, der Korneakrümmung und der Brechkraft der Kornea; und (c) Liefern von hochaufgelösten Bildern, die Schwankungen in der Dicke der Kornea und die Verteilung bei der Streuung von Korneastroma zur quantitativen Analyse von Erkrankungen der Kornea zeigen.

Das oben beschriebene OCT-Gerät weist zwei wesentliche Nachteile auf. Der erste wesentliche Nachteil der oben beschriebenen Einrichtung besteht darin, daß die beschriebene Datenerfassungszeit von mehreren Sekunden für in vivo Messungen der Kornea zu lang ist, da saccadische Augenbewegungen in vivo Messungen stören würden. Tatsächlich sind in der Praxis, um eine Störung durch saccadische Bewegungen auszuschließen, Datenerfassungszeiten von unter 0,1 Sekunden erforderlich.

Der zweite wesentliche Nachteil der oben beschriebenen Einrichtung besteht darin, daß das Signal-Rausch-Verhältnis eines OCT-Signals durch weißes Rauschen von zurückgestreutem Licht bestimmt wird, wobei das weiße Rauschen von der mittleren Anzahl erfaßter Photonen abhängt. Die Anzahl erfaßter Photonen kann erhöht werden, indem ein hellerer OCT-Strahl oder pro Meßpunkt eine längere Integrationszeit verwendet wird. Beide Verfahren sind mit Problemen verknüpft. So ist beispielsweise die maximal zulässige Leistung des OCT-Strahls auf der Kornea des menschlichen Auges begrenzt und durch ANSI-Standards geregelt. Zweitens impliziert die Verwendung einer längeren Integrationszeit pro Meßpunkt eine längere Erfassungszeit für eine gegebene Anzahl von Meßpunkten und erschwert das oben erörterte Datenerfassungsproblem.

Angesichts des Obengesagten besteht in der Technik ein Bedarf an einem Gerät zur Abbildung der Kornea, das die oben identifizierten Probleme löst und für eine schnelle Datenerfassung und niedriges Rauschen zum Rekonstruieren einer dreidimensionalen Struktur einer Kornea sorgt.

Diese Aufgabe wird durch ein optisches Kohärenz-Tomographie-Abbildungsgerät nach den Ansprüchen 1 und 5 gelöst. Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen offenbart.

Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt ein optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät ("OCT") zur Abbildung der Kornea, das die oben identifizierten Probleme in der Technik durch Bereitstellen einer schnellen Datenerfassung und niedrigem Rauschen zum Rekonstruieren einer dreidimensionalen Struktur einer Kornea löst. Insbesondere ist eine Ausführungsform eines ersten Gesichtspunktes der vorliegenden Erfindung ein OCT-Gerät zur Abbildung der Kornea, das folgendes umfaßt: (a) ein OCT-Gerät, das aus einem Mittel zum Ändern eines Referenzstrahlengangs besteht; (b) ein Rasterscanmittel zum Rasterscannen einer messenden optischen Ausgabe von dem OCT-Gerät; (c) ein gekrümmtes Spiegelmittel zum Übertragen der messenden optischen Ausgabe von dem Rasterscanmittel zu einem Auge und zum Übertragen der von dem Auge reflektierten messenden optischen Ausgabe zurück zu dem OCT-Gerät durch das Rasterscanmittel; und (d) ein Analysiermittel, das an das Rasterscanmittel, das Änderungsmittel und die Referenz- und Meßwechselwirkungsausgabe von dem OCT- Gerät angekoppelt ist, um folgendes zu bewirken: (i) daß das Rasterscanmittel die messende optische Ausgabe zu Punkten in einem Raster bewegt; (ii) daß das Änderungsmittel die Länge des Referenzstrahlengangs an jedem der Punkte um ein vorbestimmtes Maß ändert; und (iii) Bestimmung der Abbildung der Kornea aus der Referenz- und Meßwechselwirkungsausgabe an den Punkten in dem Raster.

Eine Ausführungsform eines zweiten Gesichtspunkts der vorliegenden Erfindung ist ein OCT-Gerät zur Abbildung der Kornea, das folgendes umfaßt:(a) ein OCT- Gerät, das aus einem Mittel zum Ändern der Länge eines Referenzstrahlengangs besteht; (b) ein Rasterscanmittel zum Rasterscannen einer messenden optischen Ausgabe von dem OCT-Gerät über ein Auge und zum Übertragen der von dem Auge reflektierten messenden optischen Ausgabe zurück zu dem OCT-Gerät; und (c) ein Analysiermittel, das an das Rasterscanmittel, das Änderungsmittel und die Referenz- und Meßwechselwirkungsausgabe von dem OCT-Gerät angekoppelt ist, um folgendes zu bewirken: (i) daß das Rasterscanmittel die messende optische Ausgabe zu Punkten in einem Raster bewegt; (ii) daß das Änderungsmittel die Länge des Referenzstrahlengangs an jedem der Punkte um ein vorbestimmtes Maß ändert; (iii) daß das Änderungsmittel die Länge des Referenzstrahlengangs als Reaktion auf eine an einem oder mehreren Punkten erhaltene Referenz- und Meßwechselwirkungsausgabe ändert; und (iv) Bestimmung der Abbildung der Kornea aus der Referenz- und Meßwechselwirkungsausgabe an den Punkten in dem Raster.

Kurze Beschreibung der Figur

Fig. 1 zeigt in bildlicher Form eine erste Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die ein optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät ("OCT") zur Abbildung der Kornea umfaßt;

Fig. 2 zeigt in bildlicher Form eine faseroptische Ausführungsform eines OCT-Geräts, das zur Herstellung der in Fig. 1 gezeigten ersten Ausführungsform verwendet wird;

Fig. 3 zeigt in bildlicher Form einen schraubenförmigen Spiegel, der zur Herstellung des in Fig. 1 gezeigten OCT-Geräts verwendet wird;

Fig. 4 zeigt in graphischer Form die von dem in Fig. 3 gezeigten schraubenförmigen Spiegel gelieferte optische Weglänge als Funktion der Zeit;

Fig. 5 zeigt in bildlicher Form eine zweite Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die ein OCT-Gerät zur Abbildung der Kornea umfaßt; und

Fig. 6 zeigt in bildlicher Form ein OCT-Scanmuster bei der Abbildung der Kornea.

Bauteile, die in den verschiedenen Figuren gleich sind, sind zum leichteren Verständnis mit den gleichen Zahlen bezeichnet worden.

Ausführliche Beschreibung

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird die Datenerfassungszeit eines erfindungsgemäßen Geräts zur Abbildung der Kornea reduziert, indem das gemessene Volumen reduziert wird, so daß das Volumen der Kornea, die abgetastet wird, im Vergleich mit anderen Teilen der vorderen Augenkammer, die nicht zu der Kornea gehören, klein ist.

Fig. 1 zeigt in bildlicher Form eine erste Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die ein optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät ("OCT") 100 zur Abbildung der Kornea umfaßt. Wie in Fig. 1 gezeigt, umfaßt das OCT-Gerät 100 zur Abbildung der Kornea ein OCT-Interferometer 1. Ein OCT-Meßstrahl wird von dem OCT-Interferometer 1 in eine Einmodenfasern 250 ausgegeben. Der von der Einmodenfaser 250 ausgegebene OCT-Meßstrahl wird durch eine Kollimatorlinse 3 kollimiert und von einem Spiegel 4 so abgelenkt, daß er auf einen Scannerspiegel 5 auftrifft. Der OCT-Meßstrahl wird dann von dem Scannerspiegel 5 zu einem Scannerspiegel 6 reflektiert und von dem Scannerspiegel 6 wiederum zu einem gekrümmten Spiegel 7 reflektiert. Der OCT-Meßstrahl wird dann von dem gekrümmten Spiegel 7 auf das Auge 8 reflektiert.

Fig. 2 zeigt in bildlicher Form eine faseroptische Ausführungsform eines OCT-Interferometers 1. Wie in Fig. 2 gezeigt, umfaßt das OCT- Interferometer 1 eine CW-Strahlungsquelle 220, beispielsweise eine Superlumineszenzlaserdiode mit einer Ausgabe, deren Mitte im wesentlichen bei 850 nm liegt. Die Ausgabe von der Strahlungsquelle 220 wird in einen Lichtwellenleiter 230 eingekoppelt und durch einen 50/50-Koppler 240 in zwei Strahlen aufgeteilt. Die Ausgabe von dem 50/50-Koppler 240 wird in die Lichtwellenleiter 250 bzw. 270 eingekoppelt. Die Ausgabe von der Faser 270 wird durch eine Linse 280 auf einen schraubenförmigen Referenzspiegel 290 abgebildet, und die Ausgabe von der Faser 250 wird so gerichtet, daß sie auf ein Auge 8 auftrifft, wie oben beschrieben wurde. Dann wird die von dem Auge 8 reflektierte Strahlung zurück in die Faser 250 eingekoppelt und von dem 50/50-Koppler 240 mit der von dem schraubenförmigen Referenzspiegel 290 reflektierten Strahlung überlagert und in die Faser 270 zurückgekoppelt. Die von dem 50/50-Koppler 240 ausgegebene überlagerte Strahlung wird in eine Faser 265 eingekoppelt. Zwischen der von dem Objekt (Auge 8) reflektierten Strahlung und der von dem schraubenförmigen Referenzspiegel 290 reflektierten Strahlung kommt es bekannterweise zu Interferenzen, falls die Differenz der optischen Weglänge kleiner ist als die Kohärenzlänge der Strahlungsquelle 220. Wie in Fig. 3 gezeigt, wird der schraubenförmige Referenzspiegel 290 durch dem Durchschnittsfachmann bekannte, nicht gezeigte Mittel mit einer im wesentlichen konstanten Geschwindigkeit gedreht, wodurch die Interferenz als eine periodische Schwankung eines von einem Fotodetektor 275 erzeugten Detektorsignals erfaßt wird, wobei die Frequenz der periodischen Schwankung gleich der Rotationsfrequenz des schraubenförmigen Referenzspiegels 290 ist. Die schraubenförmige Fläche des schraubenförmigen Referenzspiegels 290 wird durch folgende Formel beschrieben:

z = hφ/2π

φ wobei h die Stufenhöhe der schraubenförmigen Fläche und der Azimutalrotationswinkel ist. Bekannterweise wird während der Rotation des schraubenförmigen Referenzspiegels 290 die Länge des Referenzarms des OCT- Interferometers 1 periodisch geändert. Fig. 4 zeigt in graphischer Form die durch die Rotation des schraubenförmigen Referenzspiegels 290 erzeugte Schwankung der optischen Weglänge als Funktion der Zeit. Gemäß der vorliegenden Erfindung wird die Höhe h der schraubenförmigen Fläche so gewählt, daß der durch die Schwankung der optischen Weglänge des Referenzarms des OCT-Interferometers 1 gelieferte Tiefenscan in der Größenordnung der Dicke der Kornea liegt. Dadurch werden das Scanvolumen und somit die für eine Abbildung der Kornea erforderliche Datenerfassungszeit reduziert. Gemäß der vorliegenden Erfindung ist die Verwendung eines schraubenförmigen Referenzspiegels vorteilhaft, da er sehr schnell gedreht werden kann und somit eine kurze Datenerfassungszeit erzielt werden kann.

Wie in Fig. 2 gezeigt: (a) das Ausgangssignal von dem Fotodetektor 275 wird zum Demodulieren als Eingangssignal an einen Demodulator 285 angelegt; (b) das demodulierte Ausgangssignal von dem Demodulator 285 wird zur Umsetzung in ein digitales Signal als Eingangssignal an einen Analog-Digital-Umsetzer 295 (A-D 295) angelegt; und (c) das von dem A-D 295 ausgegebene digitale Signal wird zur Analyse als Eingangssignal an einen Computer 210 angelegt. Gemäß der vorliegenden Erfindung verschwindet das von dem Fotodetektor 275 ausgegebene Interferenzsignal, sobald die Differenz der optischen Weglänge zwischen der von dem Objekt (Auge 8) reflektierten Strahlung und der von dem schraubenförmigen Referenzspiegel 290 reflektierten Strahlung größer wird als die Kohärenzlänge der Quelle 220.

Wieder unter Bezugnahme auf Fig. 1 sind, um ein Scannen des OCT-Strahls in Querrichtung bereitzustellen, die Scannerspiegel 5 und 6 orthogonal montierte Scannerspiegel, die zum Scannen an einem nicht gezeigten Paar Galvanometer montiert sind. Das Paar abtastender Galvanometer und ein Motor, der den schraubenförmigen Referenzspiegel 290 dreht, werden auf eine dem Durchschnittsfachmann wohlbekannte Weise durch den Computer 210 gesteuert betätigt. Dadurch werden Informationen an den Computer 210 geliefert, mit denen er aus der Geometrie des Geräts dreidimensionale Koordinaten bestimmen kann; wobei die Scannerspiegel 5 und 6 einen Rasterscan und der schraubenförmige Referenzspiegel 290 einen Tiefenscan bereitstellen.

Gemäß der vorliegenden Erfindung und wie in Fig. 1 gezeigt, ist der Radius des Spiegels 7 so gewählt, daß der Hauptstrahl des abgetasteten Strahls immer durch die Mitte der Krümmung 15 der Kornea des Auges 8 verläuft. Während der von der Faser 250 ausgegebene OCT-Meßstrahl von den Scannerspiegeln 5 und 6 in Querrichtung abgetastet wird, ist die optische Weglänge von dem 50/50-Koppler 240 zu der gestrichelten Kurve 71 vor dem Auge 8 bei allen Positionen des Scannerspiegels 6 konstant. Außerdem ist diese konstante optische Weglänge für die Ausgangsposition 291, das heißt den hohen Punkt des schraubenförmigen Referenzspiegels 290, gleich der optischen Entfernung zwischen dem 50/50-Koppler 240 und dem schraubenförmigen Referenzspiegel 290. Außerdem beschreibt die gestrichelte Kurve 72 eine Kurve gleicher optischer Weglänge für die Ausgangsposition 292, das heißt den tiefen Punkt des schraubenförmigen Spiegels 290. Bei jeder von den Scannerspiegeln 5 und 6 gelieferten Querposition wird der schraubenförmige Referenzspiegel 290 um 360 Grad gedreht, um über eine Entfernung von 2 h, das heißt die Entfernung zwischen den gestrichelten Kurven 71 und 72, einen Tiefenscan zu liefern. Während eines Tiefenscans liefert das von dem Computer 210 empfangene OCT-Signal Daten, mit denen die Struktur der Kornea in der jeweiligen Querposition gefunden wird. Wie man daraus leicht erkennen kann, ist erfindungsgemäß die Datenerfassungszeit durch die Verwendung eines schraubenförmigen Spiegels und durch Reduzieren des Tiefenscans auf eine Entfernung gleich 2 h verkürzt worden. Gemäß der vorliegenden Erfindung wird 2 h auf die minimale, zum Überspannen der Dicke der Kornea erforderliche Entfernung eingestellt.

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird das Auge 8 unter Verwendung einer CCD-Kamera 115 überwacht, die in einer Position angeordnet ist, die der Iris des Auges 8 zugeordnet ist. Wie in Fig. 1 gezeigt, beleuchtet Infrarotlicht von einer Infrarotquelle 80 das Auge 8. Die Infrarotquelle 80 wird beispielsweise durch Filtern einer Glühlampe mit einem Infrarotfilter erhalten. Die mit Infrarotlicht beleuchtete Iris des Auges 8 wird von einer Linse 135 durch einen Kerbfilter 20 in dem gekrümmten Spiegel 7 auf die CCD 115 abgebildet. Gemäß der vorliegenden Erfindung reflektiert der Kerbfilter 20 Strahlung bei Wellenlängen des OCT-Meßstrahls, beispielsweise Wellenlängen von im wesentlichen gleich 850 nm, bei einem Reflexionsvermögen von ungefähr 90% (Durchlässigkeitsgrad von ungefähr 10%) und läßt das Infrarotlicht durch, das das Auge 8 beleuchtet. Das Reflexionsvermögen des restlichen gekrümmten Spiegels 7 für Strahlung bei Wellenlängen des OCT-Meßstrahls liegt ebenfalls bei ungefähr 90%. Das von der CCD-Kamera 115 erzeugte Bild zeigt das Auge 8 und eine Scanspur des OCT-Meßstrahls auf der Iris und auf dem Scheitel der Kornea. Das Bild der Scanspur des OCT-Meßstrahls resultiert aus der von dem Auge 8 reflektierten Strahlung, die durch den Kerbfilter 20 durchgelassen wird. Da die CCD-Kamera 115 gegenüber Strahlung bei Wellenlängen im Bereich von 850 nm sehr empfindlich ist, kann eine Scanspur selbst dann abgebildet werden, wenn die Transmission des reflektierten OCT-Meßstrahls klein ist. Fig. 6 zeigt in bildlicher Form ein von einem OCT-Gerät 100 zur Abbildung der Kornea erzeugtes Scanmuster. Fig. 6 zeigt OCT-Meßstrahl-Scanapuren 300-350, die Iris 360 und die Pupille 370. Wegen der sehr geringen Reflexion von der Pupille 370 wird sie von dem CCD-Bild als dunkel und von einer hellen. Iris 360 umgeben gezeigt. Das Bild der OCT-Meßstrahl- Scanspuren 300-350 zeigt weiterhin einen dunklen Teil, wo die Scanspuren ein der Pupille 370 entsprechendes Gebiet passieren (mit Ausnahme des Scheitels der Kornea), und einen hellen Teil, wenn sie ein der Iris 360 entsprechendes Gebiet passieren. Infolgedessen kann man das Gerät 100 manuell so neu anordnen, daß die OCT- Meßstrahl-Scanspuren die Mitte der Pupille 370 passieren. Außerdem kann das durch die CCD-Kamera 115 erzeugte Bild durch den Computer 210 analysiert werden, um durch Kantenerfassung die Mitte der Pupille 370 zu bestimmen, und die Position der Scanspuren kann als Reaktion darauf nachgestellt werden.

Als Reaktion auf während der Tiefenscans erfaßten Daten identifiziert der Computer 210 verschiedene Teile der Kornea an einem Scanpunkt in Querrichtung durch Erfassen verschiedener Höchstwerte der Signalstärke. Gemäß der vorliegenden Erfindung liefern die Scannerspiegel 5 und 6 gemäß Anweisungen von dem Computer 210 einen Raster-, das heißt einen Quer-OCT-Scan der Kornea, und das OCT-Interferometer 1 liefert gemäß Anweisungen von dem Computer 210 an den schraubenförmigen Referenzspiegel 290 einen OCT-Tiefenscan der Kornea. Die Ergebnisse werden von der Computereinheit 210 analysiert, um Messungen der Topographie der Kornea zu erhalten, wie beispielsweise: (a) Konturen der vorderen Korneafläche, (b) Konturen der hinteren Korneafläche und (c) die Dicke der Kornea. Diese Daten können beispielsweise für die Online- Überwachung der Brechkraft der Kornea während einer refraktiven chirurgischen Behandlung oder zum Anpassen von Kontaktlinsen und so weiter verwendet werden. Bei einer Ausführungsform dieses ersten Gesichtspunkts der vorliegenden Erfindung werden in den Computer 210 Schwellwerte eingegeben, um Signalhöchstwerte zu identifizieren, die vorbestimmten Flächen der Kornea entsprechen. Der Computer 210 stellt dann eine Übereinstimmung zwischen Signalen mit Pegeln über den Höchstwerten und den vorbestimmten Flächen her und erfaßt die räumlichen Koordinaten der Flächen im Raum aus der Position des OCT-Meßstrahls in dem Rasterscan und die Tiefenkoordinaten der Flächen aus der Position des schraubenförmigen Referenzspiegels 290 in dem Tiefenscan. Diese Werte im Raum werden im Computer 210 gespeichert. Die Dicke der Kornea kann aus der räumlichen Differenz zwischen Signalspitzen, die während eines Tiefenscans durch die hintere und vordere Fläche der Kornea erzeugt werden, und aus den wohlbekannten optischen Eigenschaften der Kornea, beispielsweise dem Brechungsindex, bestimmt werden. Wenn der Rasterscan beendet ist, führt der Computer 210 eine Anpassung der räumlichen Koordinaten der Flächen durch, um Konturen der hinteren und vorderen Fläche der Kornea zu liefern. Dann wird mit den Flächenkonturen ein Maß für die Krümmung der hinteren und vorderen Fläche der Kornea und anhand dieses ein Maß für die Brechkraft der Kornea geliefert.

Fig. 5 zeigt in bildlicher Form eine zweite Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die ein OCT-Gerät 500 zur Abbildung der Kornea umfaßt. Wie in Fig. 5 gezeigt, umfaßt das OCT-Gerät 500 zur Abbildung der Kornea eine CW-Strahlungsquelle 220, beispielsweise eine Superlumineszenzlaserdiode mit einer Ausgabe, deren Mitte im wesentlichen bei 850 nm liegt. Die Ausgabe von der Strahlungsquelle 220 wird zu einem Strahlteiler 540 gelenkt. Der Strahlteiler 540 teilt die Ausgabe in einen Referenzstrahl 541, der zu einem Rückstrahler 550 gelenkt wird, und einen Meßstrahl 542, der zu einem Scannergerät gerichtet wird, das aus orthogonal montierten, von Galvanometern angetriebenen Scannerspiegeln 555 und 566 besteht, die an einem nicht gezeigten Paar von Galvanometern montiert sind. Scannermotoren 565 und 566 werden auf eine dem Durchschnittsfachmann wohlbekannte Weise von dem Computer 210 gesteuert betätigt. Der aus den Scannerspiegeln 565 und 566 gebildete Rasterscanner ist in der rückwärtigen Brennebene der Scannerlinse 31 angeordnet. Dadurch wird eine telezentrische optische Konfiguration erhalten, in der die Hauptstrahlen des abgetasteten Meßstrahls 542 in den verschiedenen Scanpositionen parallel verlaufen. Außerdem wird durch diese telezentrische optische Konfiguration garantiert, daß die Scanlänge auf der Kornea von der Kornea in der z-Richtung unabhängig ist, das heißt entlang der durch den Pfeil 1000 in Fig. 5 gezeigten Richtung" Die "Fläche gleicher Weglänge" für einen Rasterscan ist jedoch eine Ebene, die durch eine gestrichelte Kurve 571 in Fig. 5 angegeben ist. Dies ist nachteilig, da die Ebene 571 nicht an die Geometrie der Kornea angepaßt ist und zu Scanvolumen und Datenerfassungszeiten führt, die größer sind als zum Bestimmen der Abbildung einer Kornea erforderlich. Gemäß der vorliegenden Erfindung werden die Scanvolumen durch Ändern der Weglänge des Referenzstrahls 541 in verschiedenen Positionen des Rasterscans verringert. Dies geschieht, indem der Rückstrahler 550 bewegt wird, um die Weglänge des Referenzstrahls 541 als Funktion des Scanwinkels des OCT-Meßstrahls 542 zu ändern. Wie in Fig. 5 gezeigt, wird der Rückstrahler 550 durch einen Galvanoscanner 532 bewegt. Beispielsweise ist ein Stab 535 an dem Galvanoscanner 532 und an dem Rückstrahler 550 befestigt. Immer dann, wenn der Galvanoscanner 532 (auf eine unten beschriebene Weise) aktiviert wird, wird der Stab 535 gedreht, und der Rückstrahler 550 wird entlang einer durch den Pfeil 1010 angegebenen Richtung bewegt. Da die erforderliche Bewegung des Galvanoscanners 532 gering ist, erfolgt die nachfolgende Bewegung des Rückstrahlers 550 im wesentlichen entlang einer geraden Linie. Infolgedessen und gemäß einer bevorzugten Ausführungsform des zweiten Gesichtspunkts der vorliegenden Erfindung verändert die Bewegung des Galvanoscanners 532 die durch die gestrichelte Kurve 571 angegebene Ebene zu einer sphärischen Fläche mit einem Radius, der dem Radius der Kornea im wesentlichen gleicht, wobei der Radius in der Größenordnung 8 mm liegt.

Wie weiter in Fig. 5 gezeigt, wird der Referenzstrahl 541 von dem Rückstrahler 550 zu dem schraubenförmigen Referenzspiegel 290 gelenkt. Bei jeder von den Scannerspiegeln 565 und 566 gelieferten Querposition wird der schraubenförmige Spiegel 290 um 360 Grad gedreht, um auf die oben im Hinblick auf die in Fig. 1 gezeigte Ausführungsform 100 erörterte Weise einen Tiefenscan über eine Entfernung von 2 h zu liefern. Der schraubenförmige Referenzspiegel 290 wird durch dem Durchschnittsfachmann bekannte, nicht gezeigte Mittel mit einer im wesentlichen konstanten Geschwindigkeit gedreht. Der Referenzstrahl 541 wird von dem schraubenförmigen Referenzspiegel 290 reflektiert und durch den Strahlteiler 540 mit Strahlung von dem von dem Auge 8 reflektierten Meßstrahl 542 überlagert. Die überlagerte Strahlung wird von dem Fotodetektor 275 erfaßt. Das Ausgangssignal von dem Fotodetektor 275 wird von dem Demodulator 285 demoduliert, das demodulierte Ausgangssignal von dem Demodulator 285 wird von einem Analog-Digital-Umsetzer 295 (A-D 295) in ein digitales Signal umgesetzt, und das Ausgangssignal von dem A-D 295 wird zur Analyse als Eingangssignal an den Computer 210 angelegt.

Bei einem Querscan des Meßstrahls 542 durch die Scannerspiegel 565 und 566 macht der schraubenförmige Spiegel 290 eine vorbestimmte Anzahl von Umdrehungen, beispielsweise n. Das Paar abtastender Galvanometer, die die Scannerspiegel 565 und 566 antreiben, und ein Motor, der den schraubenförmigen Referenzspiegel. 290 dreht, werden von dem Computer 210 auf eine dem Durchschnittsfachmann wohlbekannte Weise gesteuert betätigt. Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden durch den Computer 210 OCT-Daten synchron so gesammelt, daß es beispielsweise während eines Querscans zu n durch n Drehungen des schraubenförmigen Referenzspiegels 290 hervorgerufene Tiefenscans kommt. Die durch den Computer 210 von dem Detektor 275 empfangenen OCT-Signale werden vorzugsweise in Echtzeit analysiert. Die Koordinaten der verschiedenen Korneastrukturen werden durch eine Analyse von Spitzen des von dem Computer 210 empfangenen OCT-Signals auf die oben im Hinblick auf das OCT-Gerät 100 zur Abbildung der Kornea beschriebene Weise bestimmt.

Wie oben beschrieben worden ist, wird ein Tiefenscan an vorbestimmten Punkten in dem Raster- oder Querscan durchgeführt. Während des Tiefenscans an einem Punkt in dem Querscan finden bestimmte Signalspitzen bestimmte Korneastrukturen, und die Tiefen der jeweiligen Korneastrukturen an dem Punkt in dem Querscan hängt von der Differenz der Weglänge zwischen dem Referenzstrahl 541 und dem Meßstrahl 542 ab. Die Differenz der Weglänge ändert sich jedoch wegen der gekrümmten Form der Kornea als Funktion des Scanwinkels. Gemäß dem zweiten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung bestimmt der Computer 210 durch Erfassen einer Signalspitze während eines Querscans die Tiefe einer bestimmten Korneastruktur an einem ersten Punkt in dem Querscan, beispielsweise der vorderen Fläche der Kornea. Als nächstes vergleicht der Computer 210 die Tiefe der vorderen Fläche an dem ersten Punkt mit der Tiefe der vorderen Fläche an einem vorausgehenden Punkt entlang dem Querscan. Die Differenz bei der Tiefe der vorderen Fläche an den beiden benachbarten Punkten entlang dem Querscan wird dazu verwendet, um den Rückstrahler 550 so zu bewegen, daß er der gekrümmten Form der Kornea folgt. Diese Nachführung geschieht, indem der Computer 210 den negativen Wert der Differenz der Tiefe der vorderen Fläche an den zwei benachbarten Punkten als Eingangssignal durch den Filter 555 an den Galvanoscanner 532 anlegt. Als Reaktion auf dieses Signal bewegt der Galvanoscanner 532 den Rückstrahler 550 so, daß der Tiefenscan der Fläche der Kornea folgt. Auf diese Weise wird ein Effekt erzeugt, bei dem sich die Fläche mit konstanter Weglängendifferenz, das heißt die gestrichelte Kurve 571, der Fläche der untersuchten Kornea automatisch anpaßt. Auf diese Weise und gemäß der vorliegenden Erfindung wird die Datenerfassungszeit des Tiefenscans verkürzt. Mit dem Filter 555, der als dem Durchschnittsfachmann wohlbekannter PI-Regler ausgebildet sein kann, werden Schwingungen des Galvanoscanners 532 vermieden.

Zuletzt wird wie in Fig. 5 gezeigt das Auge 8 mit der CCD-Kamera 115 überwacht, und zwar auf eine Weise, die der für die Ausführungsform 100 von Fig. 1 gezeigten ähnlich ist. Insbesondere wird das Auge 8 mit Infrarotlicht von einer Infrarotquelle 80 beleuchtet, die beispielsweise dadurch erhalten wird, daß eine Glühlampe mit einem Infrarotfilter gefiltert wird. Das von dem Auge 8 reflektierte Infrarotlicht wird von der Linse 537 durch einen Kerbfilter 575 auf die CCD 115 abgebildet. Gemäß der vorliegenden Erfindung reflektiert der Kerbfilter 575 das das Auge beleuchtende Infrarotlicht und läßt Wellenlängen des OCT-Strahls durch, beispielsweise Wellenlängen, die im wesentlichen gleich 850 nm sind.

Der Fachmann erkennt, daß die obige Beschreibung nur zum Zweck der Darstellung und Beschreibung vorgelegt worden ist. Sie soll an sich nicht erschöpfend sein oder die Erfindung auf die offenbarte präzise Form beschränken. So sind beispielsweise angesichts der obigen Lehre Modifikationen und Abänderungen möglich, von denen angenommen wird, daß sie im Schutzbereich, wie er in den beigefügten Ansprüchen definiert ist, liegen.


Anspruch[de]

1. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea, das folgendes umfaßt: ein Interferometer mit einem Meßstrahlengang (250), der so ausgelegt ist, daß er auf die abzubildende Kornea gerichtet ist, einem Referenzstrahlengang (270) und einem Erfassungsstrahlengang (265), in dem ein Interferenzsignal durch Überlagerung von Signalen erzeugt wird, die von dem Meßstrahlengang (250) und dem Referenzstrahlengang (270) zurückkehren, einen Detektor (275) im Erfassungsstrahlengang (265), Mittel (290) zum Ändern der Länge des Referenzstrahlengangs (270), Rasterscanmittel (5, 6) zum Abtasten des Meßstrahlengangs (250) in Querrichtung und Analysiermittel (210), die an das Rasterscanmittel (5, 6), die Mittel (290) zum Ändern der Länge des Referenzstrahlengangs (270) und den Detektor (275) angekoppelt sind, wobei das Analysiermittel so aufgebaut ist, daß folgendes bewirkt wird:

a) die Rasterscanmittel (5, 6) den Meßstrahlengang (250) quer zu Punkten auf einem Raster auf oder in der Kornea abtasten,

b) die Mittel (290) zum Ändern der Länge des Referenzstrahlengangs (270) die Länge des Referenzstrahlengangs (270) über eine bestimmte Größe an jedem der Punkte des Rasters ändern, um einen Tiefenscan der Kornea bereitzustellen, und

c) Bestimmen der Korneaabbildung aus dem von dem Detektor (275) an jedem Punkt des Quer- und Tiefenscans erfaßten Interferenzsignal,

dadurch gekennzeichnet, daß in dem Meßstrahlengang (250) ein gekrümmter sphärischer Spiegel (7) vorgesehen ist, wobei der sphärische Spiegel derart ausgelegt ist, daß er konzentrisch zu der Kornea des abzubildenden Auges positioniert werden kann.

2. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea nach Anspruch 1, bei dem das Mittel zum Ändern der Länge des Referenzstrahlengangs (270) einen in dem Referenzstrahlengang angeordneten schraubenförmigen Referenzspiegel (290) umfaßt.

3. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea nach Anspruch 1 oder 2, bei dem das Rasterscanmittel (5, 6) orthogonal montierte Spiegel umfaßt.

4. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea nach Ansprüchen 1 bis 3, weiterhin mit Mitteln (80) zum Bestrahlen des Auges mit Infrarotstrahlung, Mitteln (115) zum Erfassen der Infrarotstrahlung und auf die Ausgabe von den Mitteln (115) zum Erfassen reagierenden Mitteln zum Anzeigen eines Bilds des Auges.

5. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea, das folgendes umfaßt: ein Interferometer mit einem Meßstrahlengang (542), der so ausgelegt ist, daß er auf die abzubildende Kornea gerichtet ist, einem Referenzstrahlengang (541) und einem Erfassungsstrahlengang, in dem ein Interferenzsignal durch Überlagerung von Signalen erzeugt wird, die von dem Meßstrahlengang (542) und dem Referenzstrahlengang (541) zurückkehren, einen Detektor (275) im Erfassungsstrahlengang, Mittel (290, 550) zum Ändern der Länge des Referenzstrahlengangs (541), Rasterscanmittel (565, 566) zum Abtasten des Meßstrahlengangs (542) in Querrichtung und Analysiermittel (210), die an das Rasterscanmittel (565, 566), die Mittel (290) zum Ändern der Länge des Referenzstrahlengangs (541) und den Detektor (275) angekoppelt sind, wobei das Analysiermittel so aufgebaut sind, daß folgendes bewirkt wird:

a) die Rasterscanmittel (565, 566) den Meßstrahlengang (542) quer zu Punkten auf einem Raster auf oder in der Kornea abtasten,

b) die Mittel (290, 550) zum Ändern der Länge des Referenzstrahlengangs (541) die Länge des Referenzstrahlengangs (541) über eine bestimmte Größe an jedem der Punkte des Rasters ändern, um einen Tiefenscan der Kornea bereitzustellen, und

c) Bestimmen der Korneaabbildung aus dem von dem Detektor (275) an jedem Punkt des Quer- und Tiefenscans erfaßten Interferenzsignal,

dadurch gekennzeichnet, daß die Analysiermittel (210) zusätzlich bewirken, daß die Mittel (550) zum Ändern der Länge des Referenzstrahlengangs (541) die Länge des Referenzstrahlengangs als Funktion der Querposition der Punkte als Reaktion auf das für einen oder mehrere Punkte erhaltene Interferenzsignal ändern.

6. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea nach Anspruch 5, bei dem das Mittel zum Ändern der Länge des Referenzstrahlengangs einen in dem Referenzstrahlengang (541) angeordneten schraubenförmigen Referenzspiegel (290) umfaßt.

7. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea nach Anspruch 5 oder 6, bei denn das Mittel zum Ändern der Länge des Referenzstrahlengangs (541) ein im Referenzstrahlengang (541) angeordnetes bewegliches Reflexionsmittel (550) umfaßt.

8. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea nach Anspruch 7, bei dem das bewegliche Reflexionsmittel (550) einen Rückstrahler umfaßt und bei dem das Mittel zum Ändern der Länge des Referenzstrahlengangs ein Galvanometer (532) zum Bewegen des Rückstrahlers umfaßt.

9. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea nach Ansprüchen 5-8, bei dem das Rasterscanmittel (565, 566) orthogonal montierte Spiegel umfaßt.

10. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea nach Ansprüchen 5-9, weiterhin mit Mitteln (80) zum Bestrahlen des Auges mit Infrarotstrahlung, Mitteln (115) zum Erfassen der Infrarotstrahlung und auf die Ausgabe von den Erfassungsmitteln (115) reagierenden Mitteln zum Anzeigen eines Bilds des Auges.

11. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea nach Ansprüchen 1 bis 10, bei dem das Analysiermittel Mittel zum Erfassen eines oder mehrerer Maxima des Interferenzsignals und zum Zuordnen des einen oder der mehreren Maxima zu einer oder mehreren Flächen der abzubildenden Kornea und zum Bereitstellen von Konturenkarten der einen oder mehreren Flächen umfaßt.

12. Optisches Kohärenz-Tomographie-Gerät zur Abbildung der Kornea nach Anspruch 11, bei dem das Analysiermittel weiterhin Mittel zum Bestimmen der Entfernung zwischen mindestens zwei der Flächen umfaßt.







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